EP2531957A1 - Method and measuring device for measuring oxygen saturation in blood - Google Patents
Method and measuring device for measuring oxygen saturation in bloodInfo
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- EP2531957A1 EP2531957A1 EP11713171A EP11713171A EP2531957A1 EP 2531957 A1 EP2531957 A1 EP 2531957A1 EP 11713171 A EP11713171 A EP 11713171A EP 11713171 A EP11713171 A EP 11713171A EP 2531957 A1 EP2531957 A1 EP 2531957A1
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- G06F18/2134—Feature extraction, e.g. by transforming the feature space; Summarisation; Mappings, e.g. subspace methods based on separation criteria, e.g. independent component analysis
Definitions
- the invention relates to a method having the features according to the preamble of patent claim 1.
- the pulse oximetry allows known to the memorized medicine of the blood-material ARTE. It is a spectrophotometric method based on the different light absorption of oxygenated and deoxygenated hemoglobin.
- the pulsating flow of the blood and the associated there ⁇ change associated with the arterial diameter, whereby in addition to the determination of the oxygen saturation and the heart rate can be determined.
- the oxygen transport in the body happens to 98% by the hemoglobin. Only about 1 - 2% of the oxygen is dissolved in the plasma. Hemoglobin is predominantly present in four fractions in the blood.
- Oxygen saturation represents the concentration ratio between oxygenated and deoxygenated hemoglobin.
- Blood is transparent only in the optical window of 600 nm - 1300 nm. Below 600 nm melanin of the red blood cells, above 1300 nm, absorbs the tissue fluid. the light is too strong. The usable for a measurement Wel ⁇ wavelength region is limited accordingly.
- a light source at 660 nm, ie in the red region, and an infrared source at 940 nm is customary.
- the absorption is composed of a constant and a pulsating portion.
- the constant proportion results from the absorption through skin layers, tissue and bones and depends on their thickness, color and structure.
- Ru helage another constant proportion results from the absorption of blood in the Ve ⁇ nen.
- the pulsating part is caused by the arterial pulsation. This is ent ⁇ by the expansion and contraction of the arteries. Since the arterial indirectly Blutvolumenän- is measured alteration in pulse oximetry, the second variable part of the absorption signal as a photoplethysmograph (PPG) will be ⁇ distinguished.
- PPG photoplethysmograph
- the invention has for its object to provide a ge ⁇ precise method for measuring the oxygen saturation of blood.
- a method according to the invention provided it shone in which electromagnetic radiation having a first and a two ⁇ th wavelength in the peripheral part of the body or transmitted through the peripheral part of the body, the reflected or transmitted radiation, forming two measurement signals is measured, and by evaluating the two measuring signals determines the oxygen saturation of the blood becomes.
- a mathematical mixture model is used for the evaluation of the two measurement signals, in which a user-related filter function based on the first wavelength, a noise-related filter function based on the first wavelength, a Nutzsignal- related filter function with respect to the second wavelength, a interference signal-related filter function with respect to the second wavelength, a useful source signal contained in the measurement signal and a noise source signal contained in the measurement signal are taken into account, and a statistical evaluation is applied to the two measurement signals, the statistical independence of the Nutzquellsignals and the Störquellsignals is assumed as a constraint and with Using the Auswer ⁇ tehabilits the Nutzquellsignal and the two nutzsignalbe- related filter functions are determined and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned.
- a significant advantage of the method according to the invention is the fact that it is very insensitive to the effects of movement, so that the measurement results remain very accurate even in the case of a certain movement of the human or animal body during the measurement.
- the following mathematical mixture model is used to evaluate the two measurement signals:
- h (t) is the nutzsignal obligee filter function based on the first wavelength
- si (t) is in the measurement signal ent ⁇ maintained Nutzquellsignal
- X2 (t) denote the measurement signal at the second wavelength.
- the oxygen saturation with the three signals is determined by correlating the effective values of the two groove-signal-related filter functions with one another to form a ratio value and determining the oxygen saturation with the ratio value.
- the oxygen saturation is preferably formed with the ratio value by using the following determination formula:
- R denotes the ratio value
- kl a first constant
- k2 a second constant
- k3 a third constant
- Sp0 2 the oxygen saturation value
- the first constant is preferably in a range between 0.4 and 0.6, the second constant in a range between 0.3 and 0.4, and the third constant k3 in a range between 0.8 and 1. According to another particularly preferred embodiment of the method it is provided that not only the SauerstoffSus ⁇ actuation is measured, but also a Photoplethys- mogrammsignal is formed and displayed.
- the photoplethysmogram signal it is considered advantageous if one of the useful signal-related filter functions is convoluted with the useful source signal to form a convolution signal and the photoplethysmogram signal is formed with the convolution signal.
- the Photoplethysmogrammsignal PPG (t) is gebil ⁇ det according to: or
- the invention also contemplates a meter for measuring the oxygen saturation of blood flowing in a peripheral human or animal body part.
- An evaluation system ⁇ device is provided according to the invention with such a measurement device responsive to the two measurement signals xl (t) and x2 (t) applying a statistical evaluation, wherein said statistical independence of useful ⁇ source signal and a Störquellsignals is provided as a boundary condition.
- the useful source signal and user-related filter functions are determined, and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned.
- the evaluation device can be formed, for example, by a data processing system which is programmed in such a way that it can carry out the described method.
- the measuring device preferably has a display device for indicating the oxygen saturation and / or for displaying a photoplethysmogram signal.
- FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals
- Figure 2 shows a convoluted mixing and demixing model
- Figure 3 shows an embodiment of an inventive
- the pumping action of the heart of a human or animal body manifests itself in a pulse wave ⁇ example, in the form of a photoplethysmogram or a Pho ⁇ toplethysmogrammsignals - briefly below PPG signal or PPG (t) referred to - can be measured.
- a pulse wave which can be measured at the periphery also has a superposition due to the branching of the arteries. reflected waves, which always occur when the wire cross section changes significantly.
- the flow properties within the arteries provide for a damping of higher-frequency wave components, especially on peripheral parts of the body such as the finger.
- the properties of the vascular system are constantly changing.
- the body regulates smooth muscle vasoconstriction, for example to adjust blood pressure to the stress conditions.
- the vascular system can be considered stationary for a short period of time. At that moment, the vascular system acts like a filter that filters the pressure signals of the heart contrac- tions on the way to the meter. Any disturbances that originate, for example, in motion and interfere with the measurement signal are also filtered from the site of action to the finger through the vascular system.
- the method exemplified below uses the convolutive ICA to determine oxygen saturation and to reconstruct the PPG signal.
- the simplest model for source signal mixing represents the instantaneous linear superposition (cf.
- FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals.
- the overlay can be formulated mathematically as follows:
- Equation 1.5 the source signals can be ideally reconstructed as shown in Equation 1.5 where I is the unit matrix.
- Established ICA procedures are based on different criteria of statistical independence. Here are two case variable if and only referred to ⁇ statistically independent if their composite probability density is equal to the product of the marginal density distributions. It therefore applies:
- the measured signals arise from a superimposition of filtered source signals.
- the sensor signals result in:
- FIG. 2 shows a convoluted mixing and demixing dell with the respective impulse responses hy (t) and wy (t). If the mixture is formulated in the frequency domain, then the convolution in equations 1.8 and 1.9 can be converted into a multiplication:
- the matrix form has the following form:
- the so-called “Sphering” or “Prewhitening” is used as preprocessing. It serves to decorrelate and normalize the variances of the sensor signals to one.
- the sensor signals ⁇ with a suitable Spheringmatrix M are transformed so that the whitened signals x s are finally decorrelated CXS and their covariance matrix is diagonal.
- V is the orthogonal matrix of the eigenvectors and ⁇ is the diagonal matrix with the corresponding eigenvalues of Cx Spheringmatirx M is passed as inverse of the matrix root of Cx ge ⁇ :
- Prewhitening also ensures that the matrix O to be found by the subsequent ICA stage is orthogonal, since:
- the source signals s1 (t) and s2 (t) statistically independent ⁇ table which is a unit matrix, together with the normalization of the variances on one of the covariance matrix of the source signals and consequently too must apply.
- the mixing or Entmi ⁇ research matrix of the transformed data are also orthogonal, and the search for the Entmischungsmatrix is considerably simplified (see FIG. Reference [HKO01] of bibliography).
- the source signals have a temporal structure, it makes sense to also use correlations between time-shifted signals for demixing.
- the uncorrelation of the source signals s is taken as a basis, where ⁇ disappears due to their cross-correlation for arbitrary time shifts ⁇ :
- the cost function J (O) adds up all the non-diagonal elements (off-operator) of the set S of covariance matrices and becomes minimal with optimal choice of the orthogonal matrix O, whereby the mixture matrix is also well approximated.
- compound diagonalization can be used to minimize the values of the non-diagonal matrix entries for a set of covariance matrices.
- the similarity measures between the permuted frequency bands or evaluate the consistency of the segregation filter For example, a correlation-based method according to Rahbar and Reilly can be used (cf.
- a frequency band wt is used as a reference to permute a second band wj as correctly as possible.
- pairs q and p are calculated. If this similarity measure is maximal, the best permutation is found.
- FIG. 3 shows an exemplary embodiment of a measuring device 10 which is suitable for measuring the oxygen saturation of the blood flowing in a peripheral human or animal body part 20 and can form a PPG signal.
- the meter 10 employs a convolutive ICA that evaluates statistical properties for separation of the source signals and utilizes the transient stationarity of the vasculature.
- the measuring device 10 comprises a transmitting device 30 with two light emitting diodes 40 and 50 for generating electromagnetic
- Radiation ql '(t) and q2' (t) having a first and a second wavelength; the two wavelengths are different ⁇ Lich.
- the radiation ql '(t) is red light and the radiation q2' (t) is infrared light.
- the two light emitting diodes 40 and 50 are operated beispielswei ⁇ se in a time division multiplex method.
- the transmitted through the peripheral body part 20 transmitted radiation xl '(t) or x2' (t) to form two measurement signals xl (t) and x2 (t) measured.
- the two measurement signals xl (t) and x2 (t) reach an evaluation device 70 of the measuring device 10.
- the value from ⁇ device 70 evaluates the two measurement signals and measures the oxygen saturation of the blood oxygen saturation value to form a Sp02. In addition, it forms a PPG signal PPG (t).
- the PPG signal PPG (t) reflects the superposition of various peripheral and cardiac pressure waves, which manifests itself, for example, in the double sensitivity of the signal measured on the finger.
- High-frequency components in the pressure wave originating from the heart are damped due to the elasticity of the blood vessels and the associated flow properties .
- Such an overlay can be understood as a convolutive mixture; the corresponding model is shown in FIG.
- the useful source signal si (t) corresponds to the
- the evaluation device 70 therefore preferably divides the continuous signal into shorter sections, for each of which the statistically independent components are determined.
- the optimum between good releasability and stationarity is here an interval of preferably Zvi ⁇ rule 5 and 15 seconds, for example about 10 seconds (z. B. 10.24 s).
- a barbell window will preferably be used.
- STFT Short-time Fourier Transform
- a prewhiteching step performed by the evaluation device 70 preferably decorrelates the sensor signals and normalizes the variances to, for example, one, whereby the search for the mixing matrix in the SOBI method is restricted to orthogonal matrices and thus simplified.
- 50 time-shifted covariance matrices are diagonalized by Verbunddiagonalmaschine, whereby an adequate performance of the process at the loading ⁇ humor of the mixing matrix A is achieved.
- the PPG signal has a higher entropy compared to the interference signal, whereby a clear assignment is possible.
- the continuous source signals are subsequently reconstructed in the evaluation device 70 by means of overlap-add synthesis.
- H11 (w) comprises a complex-valued factor determining the a measure of Proportion of the PPG source signal in the measured red signal
- the ratio R ie the ratio of the normalized intensity with ⁇ th is evaluated for both wavelengths in the calculation of oxygen saturation.
- the intensity ⁇ signals only signal components should be included, which are caused by the pulsation of the artery.
- the evaluation device 70 preferably uses RMS averaging over the amount of the coefficients to determine R:
- the method for measuring the oxygen saturation has been described by way of example in the case where electromagnetic radiation is transmitted through the peripheral part of the body and the transmit- measured radiation is measured and evaluated. Alternatively or additionally, the reflected radiation can be measured and evaluated.
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Abstract
The invention relates, inter alia, to a method for measuring oxygen saturation of the blood flowing in a peripheral human or animal body part (20), wherein electromagnetic radiation (q1' (t), q2' (t)) having a first and a second wavelength is radiated into or through the peripheral body part, the reflected or transmitted radiation (x1' (t), x2' (t)) is measured in order to form two measurement signals (x1 (t), x2 (t)), and the oxygen saturation of the blood is determined by evaluating the two measurement signals. According to the invention, a mathematical mixture module is used to evaluate the two measurement signals, and a statistical evaluation method is applied to the two measurement signals, wherein the statistical independence of a useful source signal and of an interference source signal is assumed as a constraint, and the evaluation method is used to determine the useful source signal and two filter functions related to the useful signal, and the oxygen saturation of the blood is determined by means of the three mentioned signals.
Description
Beschreibung description
Verfahren und Messgerät zum Messen der SauerstoffSättigung im Blut Method and apparatus for measuring oxygen saturation in blood
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1. The invention relates to a method having the features according to the preamble of patent claim 1.
Ein derartiges Verfahren ist in der Druckschrift [BroOO] beschrieben. Bei diesem Verfahren wird die SauerstoffSätti¬ gung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil fließenden Blutes gemessen, indem elektromagneti¬ sche Strahlung mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird, die transmittierte Strahlung unter Bildung zweier Messsignale ge¬ messen wird und durch Auswertung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird. Such a method is described in the document [BroOO]. In this method the SauerstoffSätti ¬ supply of the current flowing in a peripheral human or animal body part of blood is measured by electromagnetic ¬ specific radiation having a first and a second wavelength through the peripheral part of the body is transmitted therethrough, the transmitted radiation will ge ¬ measure the formation of two measuring signals and by evaluating the two measurement signals, the oxygen saturation of the blood is determined.
Weitere Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung sind in den Druckschriften US 2006/0009688 AI, DE 10 2004 016 435 B4, DE 196 51 690 und EP 555 553 A2 beschrieben. Further methods for measuring the oxygen saturation are described in the publications US 2006/0009688 A1, DE 10 2004 016 435 B4, DE 196 51 690 and EP 555 553 A2.
Die Pulsoximetrie ermöglicht bekanntermaßen die nichtinvasi¬ ve, kontinuierliche Messung der SauerstoffSättigung des arte- riellen Blutes. Es handelt sich um ein spektralphotometri- sches Verfahren, das auf der unterschiedlichen Lichtabsorption von oxygeniertem und deoxygeniertem Hämoglobin beruht. Außerdem werden die pulsierende Strömung des Blutes und die da¬ mit verbundene Änderung des Arteriendurchmessers ausgenutzt, wodurch neben der Bestimmung der SauerstoffSättigung auch die Herzrate ermittelt werden kann.
Der Sauerstofftransport im Körper geschieht zu 98 % durch das Hämoglobin. Nur etwa 1 - 2% des Sauerstoffs sind im Plasma gelöst. Hämoglobin liegt vorwiegend in vier Fraktionen im Blut vor. Neben dem reduzierten und dem oxigenierten Hämoglo- bin, die für den Transport des Sauerstoffs verantwortlich sind, liegen noch Dyshämoglobine wie Carboxyhämoglobin und Methämoglobin vor. Die SauerstoffSättigung stellt das Konzentrationsverhältnis zwischen oxigeniertem und desoxigenier- tem Hämoglobin dar. The pulse oximetry allows known to the nichtinvasi ¬ ve, continuous measurement of the oxygen saturation of the blood-material ARTE. It is a spectrophotometric method based on the different light absorption of oxygenated and deoxygenated hemoglobin. In addition, the pulsating flow of the blood and the associated there ¬ change associated with the arterial diameter, whereby in addition to the determination of the oxygen saturation and the heart rate can be determined. The oxygen transport in the body happens to 98% by the hemoglobin. Only about 1 - 2% of the oxygen is dissolved in the plasma. Hemoglobin is predominantly present in four fractions in the blood. In addition to the reduced and oxygenated hemoglobin, which are responsible for the transport of oxygen, dyshemoglobins such as carboxyhemoglobin and methemoglobin are still present. Oxygen saturation represents the concentration ratio between oxygenated and deoxygenated hemoglobin.
Alle Fraktionen des Hämoglobins besitzen unterschiedliche Ab¬ sorptionsspektren, die bei der Pulsoximetrie ausgenutzt wer¬ den . Bei der transmissiven Messung wird ein peripherer Körperteil, in der Regel ein Finger, Zeh oder ein Ohrläppchen, von einer Seite mit Licht bestimmter Wellenlänge durchleuchtet und auf der anderen Seite das transmittierte Licht detektiert. Die theoretische Grundlage bildet das Beer-Lambert-Gesetz, das die Intensi tätsabschwächung von Licht einer Wellenlänge beim Durchtritt durch eine absorbierende Substanz beschreibt. Diese Dämpfung ist durch die Dicke, die Konzentration und die von den jeweiligen Wellenlängen abhängigen Extinktionskoeffi- zienten bestimmt. Wenn monochromatisches Licht in ein Medium eingestrahlt wird, wird ein Teil absorbiert, während der an¬ dere transmittiert wird. Dabei wird die Intensität exponen- tiell zur Dicke des durchstrahlten Mediums gedämpft. Blut ist nur in dem optischen Fenster von 600 nm - 1300 nm transparent. Unterhalb von 600 nm absorbiert das Melanin der roten Blutkörperchen, oberhalb von 1300 nm die Gewebeflüssig-
keit das Licht zu stark. Der für eine Messung nutzbare Wel¬ lenlängenbereich wird dementsprechend begrenzt. All fractions of hemoglobin have different absorption spectra from ¬ which utilized in pulse oximetry ¬ to. In transmissive measurement, a peripheral part of the body, usually a finger, toe or earlobe, is illuminated from one side with light of a certain wavelength and the transmitted light is detected on the other side. The theoretical basis is the Beer-Lambert law, which describes the intensity attenuation of light of a wavelength as it passes through an absorbing substance. This attenuation is determined by the thickness, the concentration and the extinction coefficients which are dependent on the respective wavelengths. When monochromatic light is irradiated in a medium that is absorbed during which transmits at ¬ particular part. The intensity is attenuated exponentially to the thickness of the irradiated medium. Blood is transparent only in the optical window of 600 nm - 1300 nm. Below 600 nm melanin of the red blood cells, above 1300 nm, absorbs the tissue fluid. the light is too strong. The usable for a measurement Wel ¬ wavelength region is limited accordingly.
Bei konventionellen Pulsoximetern beschränkt man sich auf die Bestimmung der funktionellen SauerstoffSättigung . Dafür müssen die Konzentrationen von oxygeniertem und reduziertem Hämoglobin ermittelt werden. Üblich ist eine Lichtquelle bei 660 nm, also im roten Bereich, und eine infrarote Quelle bei 940 nm. Conventional pulse oximeters are limited to the determination of functional oxygen saturation. For this, the concentrations of oxygenated and reduced hemoglobin must be determined. A light source at 660 nm, ie in the red region, and an infrared source at 940 nm is customary.
Die Absorption setzt sich aus einem konstanten und einem pulsierendem Anteil zusammen. Der konstante Anteil ergibt sich aus der Absorption durch Hautschichten, Gewebe und Knochen und ist von deren Dicke, Farbe und Struktur abhängig. In Ru- helage ergibt sich durch die Absorption des Blutes in den Ve¬ nen ein weiterer konstanter Anteil. Der pulsierende Anteil wird durch die arterielle Pulsation verursacht. Diese ent¬ steht durch das Ausdehnen und Zusammenziehen der Arterien. Da bei der Pulsoximetrie indirekt die arterielle Blutvolumenän- derung gemessen wird, wird der zweitveränderliche Teil des Absorptionssignals auch als Photoplethysmogramm (PPG) be¬ zeichnet . The absorption is composed of a constant and a pulsating portion. The constant proportion results from the absorption through skin layers, tissue and bones and depends on their thickness, color and structure. In Ru helage, another constant proportion results from the absorption of blood in the Ve ¬ nen. The pulsating part is caused by the arterial pulsation. This is ent ¬ by the expansion and contraction of the arteries. Since the arterial indirectly Blutvolumenän- is measured alteration in pulse oximetry, the second variable part of the absorption signal as a photoplethysmograph (PPG) will be ¬ distinguished.
Im klinischen Umfeld lässt sich mit Hilfe der Pulsoximetrie leicht, nicht-invasiv und relativ genau die SauerstoffSätti¬ gung im arteriellen Blut bestimmen. Bei mobiler Anwendung und aktiven Patienten (z. B. Säuglinge) treten jedoch starke Bewegungsartefakte auf, so dass SauerstoffSättigung und Herzra¬ te nicht mehr sicher ermittelt werden können. Besonders Bewe- gungsartefakte haben einen großen Einfluss auf die Zuverläs¬ sigkeit der Pulsoximetrie.
Der Ursprung von Bewegungsartefakten lässt sich auf unterschiedliche physikalische Prozesse zurückführen. Zum einen verursacht die mechanische Verschiebung des Sensors relativ zum Körper (engl. Probe-Coupling) Artefakte. Diese können je- doch relativ gut durch mechanische Fixierung oder Modellierung des Probe-Coupling-Effekts unterdrückt werden. In the clinical setting can be with the help of pulse oximetry easy, non-invasive and relatively accurately the SauerstoffSätti ¬ supply determined in arterial blood. However, in mobile application and active patients (eg. As infants) come on strong motion artifacts, so that oxygen saturation and Herzra ¬ te can not be accurately determined. Especially motion artifacts have a major impact on the reliabil ¬ sigkeit pulse oximetry. The origin of motion artifacts can be traced back to different physical processes. On the one hand, the mechanical displacement of the sensor relative to the body (English sample coupling) causes artifacts. However, these can be suppressed relatively well by mechanical fixation or modeling of the sample-coupling effect.
Zum anderen sind auch physiologische Effekte für Artefakte verantwortlich. Tritt venöse Pulsation auf, beschreibt das Photoplethysmogramm nun nicht mehr ausschließlich die Blutvolumenänderungen in der Arterie sondern auch in der Vene. On the other hand, physiological effects are responsible for artifacts. If venous pulsation occurs, the photoplethysmogram no longer describes exclusively the blood volume changes in the artery but also in the vein.
Folglich kommt es zu Fehlern bei der Bestimmung der SauerstoffSättigung . Es lässt sich beispielsweise feststellen, dass die Bewegungsartefakte überwiegend auf dieser venösen Pulsation beruhen und nicht so sehr durch Probe-Coupling entstehen . As a result, errors in the determination of oxygen saturation occur. For example, it can be stated that the motion artifacts are predominantly based on this venous pulsation and do not arise so much from sample coupling.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein möglichst ge¬ naues Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung von Blut anzugeben. The invention has for its object to provide a ge ¬ precise method for measuring the oxygen saturation of blood.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind in Un- teransprüchen angegeben. This object is achieved by a method having the features according to claim 1. Advantageous embodiments of the method according to the invention are specified in sub-claims.
Danach ist erfindungsgemäß ein Verfahren vorgesehen, bei dem elektromagnetische Strahlung mit einer ersten und einer zwei¬ ten Wellenlänge in den peripheren Körperteil hineingestrahlt oder durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird, die reflektierte oder transmittierte Strahlung unter Bildung zweier Messsignale gemessen wird und durch Auswertung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt
wird. Dabei ist vorgesehen, dass zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell verwendet wird, bei dem eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filter- funktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignal- bezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein im Messsignal enthaltenes Nutzquellsignal und ein im Messsignal enthaltenes Störquellsignal berücksich- tigt werden, und auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswerteverfahren angewandt wird, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Störquellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer¬ teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsignalbe- zogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird . Accordingly, a method according to the invention provided it shone in which electromagnetic radiation having a first and a two ¬ th wavelength in the peripheral part of the body or transmitted through the peripheral part of the body, the reflected or transmitted radiation, forming two measurement signals is measured, and by evaluating the two measuring signals determines the oxygen saturation of the blood becomes. It is provided that a mathematical mixture model is used for the evaluation of the two measurement signals, in which a user-related filter function based on the first wavelength, a noise-related filter function based on the first wavelength, a Nutzsignal- related filter function with respect to the second wavelength, a interference signal-related filter function with respect to the second wavelength, a useful source signal contained in the measurement signal and a noise source signal contained in the measurement signal are taken into account, and a statistical evaluation is applied to the two measurement signals, the statistical independence of the Nutzquellsignals and the Störquellsignals is assumed as a constraint and with Using the Auswer ¬ teverfahrens the Nutzquellsignal and the two nutzsignalbe- related filter functions are determined and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned.
Ein wesentlicher Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens ist darin zu sehen, dass dieses sehr unempfindlich gegen Bewegungseinflüsse ist, so dass die Messergebnisse auch im Falle einer gewissen Bewegung des menschlichen oder tierischen Körpers während der Vornahme der Messung sehr genau bleiben. Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist vorgesehen, dass zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathematisches Mischungsmodell verwendet wird:
A significant advantage of the method according to the invention is the fact that it is very insensitive to the effects of movement, so that the measurement results remain very accurate even in the case of a certain movement of the human or animal body during the measurement. According to a preferred embodiment of the method, it is provided that the following mathematical mixture model is used to evaluate the two measurement signals:
wobei h (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, hi2 (t) die störsignalbezogene Fil¬ terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h2i (t) die
nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel¬ lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, si (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, xi (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und X2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen . where h (t) is the nutzsignalbezogene filter function based on the first wavelength, hi 2 (t) the störsignalbezogene Fil ¬ terfunktion based on the first wavelength, h 2 i (t) nutzsignalbezogene filter function based on the second Wel ¬ lenlänge, h 22 (t) the störsignalbezogene filter function bezo ¬ gene on the second wavelength, si (t) is in the measurement signal ent ¬ maintained Nutzquellsignal, s 2 (t) the Störquellsignal contained in the measurement signal, xi (t) the measurement signal at the first wavelength ¬ length and X2 (t) denote the measurement signal at the second wavelength.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausgestaltung des Verfah- rens ist vorgesehen, dass die SauerstoffSättigung mit den drei Signalen ermittelt wird, indem die Effektivwerte der beiden nut zsignalbezogenen Filterfunktionen zueinander unter Bildung eines Verhältniswerts ins Verhältnis gesetzt werden und mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung ermittelt wird. According to a particularly preferred embodiment of the method, it is provided that the oxygen saturation with the three signals is determined by correlating the effective values of the two groove-signal-related filter functions with one another to form a ratio value and determining the oxygen saturation with the ratio value.
Vorzugsweise wird mit dem Verhältniswert die SauerstoffSätti¬ gung gebildet, indem folgende Bestimmungsformel verwendet wird : The oxygen saturation is preferably formed with the ratio value by using the following determination formula:
wobei R den Verhältniswert, kl eine erste Konstante, k2 eine zweite Konstante, k3 eine dritte Konstante und Sp02 den Sau- erstoffsättigungswert bezeichnen. where R denotes the ratio value, kl a first constant, k2 a second constant, k3 a third constant and Sp0 2 the oxygen saturation value.
Die erste Konstante liegt bevorzugt in einem Bereich zwischen 0,4 und 0,6, die zweite Konstante in einem Bereich zwischen 0,3 und 0,4 und die dritte Konstante k3 in einem Bereich zwi- sehen 0,8 und 1.
Gemäß einer weiteren besonders bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist vorgesehen, dass nicht nur die SauerstoffSät¬ tigung gemessen wird, sondern zusätzlich ein Photoplethys- mogrammsignal gebildet und angezeigt wird. The first constant is preferably in a range between 0.4 and 0.6, the second constant in a range between 0.3 and 0.4, and the third constant k3 in a range between 0.8 and 1. According to another particularly preferred embodiment of the method it is provided that not only the SauerstoffSät ¬ actuation is measured, but also a Photoplethys- mogrammsignal is formed and displayed.
Bezüglich der Bildung des Photoplethysmogrammsignals wird es als vorteilhaft angesehen, wenn eine der nutzsignalbezogenen Filterfunktionen mit dem Nutzquellsignal unter Bildung eines Faltungssignals gefaltet wird und das Photoplethysmogramm- signal mit dem Faltungssignal gebildet wird. With regard to the formation of the photoplethysmogram signal, it is considered advantageous if one of the useful signal-related filter functions is convoluted with the useful source signal to form a convolution signal and the photoplethysmogram signal is formed with the convolution signal.
Vorzugsweise wird das Photoplethysmogrammsignal PPG(t) gebil¬ det gemäß : oder
Preferably, the Photoplethysmogrammsignal PPG (t) is gebil ¬ det according to: or
Als Erfindung wird außerdem ein Messgerät zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil fließenden Blutes angesehen. The invention also contemplates a meter for measuring the oxygen saturation of blood flowing in a peripheral human or animal body part.
Erfindungsgemäß ist bei einem solchen Messgerät eine Auswert¬ einrichtung vorgesehen, die auf die beiden Messsignale xl (t) und x2 (t) ein statistisches Auswerteverfahren anwendet, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit eines Nutz¬ quellsignals und eines Störquellsignals vorausgesetzt wird. Mit Hilfe des Auswerteverfahrens werden das Nutzquellsignal und nutzsignalbezogene Filterfunktionen bestimmt, und es wird mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes ermittelt.
Die Auswerteinrichtung kann beispielsweise durch eine Datenverarbeitungsanlage gebildet sein, die derart programmiert ist, dass sie das beschriebene Verfahren auszuführen kann. An evaluation system ¬ device is provided according to the invention with such a measurement device responsive to the two measurement signals xl (t) and x2 (t) applying a statistical evaluation, wherein said statistical independence of useful ¬ source signal and a Störquellsignals is provided as a boundary condition. With the aid of the evaluation method, the useful source signal and user-related filter functions are determined, and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned. The evaluation device can be formed, for example, by a data processing system which is programmed in such a way that it can carry out the described method.
Das Messgerät weist vorzugsweise eine Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen der SauerstoffSättigung und/oder zum Anzeigen eines Photoplethysmogrammsignals auf. The measuring device preferably has a display device for indicating the oxygen saturation and / or for displaying a photoplethysmogram signal.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie¬ len näher erläutert; dabei zeigen beispielhaft: The invention will be explained in more detail with reference to Ausführungsbeispie ¬ len; thereby show exemplarily:
Figur 1 ein Modell für die instantane Mischung und Entmischung zweier Quell- und Sensorsignale, FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals,
Figur 2 ein konvolutives Mischungs- und Entmischungsmodell und Figure 2 shows a convoluted mixing and demixing model and
Figur 3 ein Ausführungsbeispiel für ein erfindungsgemäßes Figure 3 shows an embodiment of an inventive
Messgerät, anhand dessen auch nochmals das erfin¬ dungsgemäße Verfahren beispielhaft erläutert wird. Based on which also the further OF INVENTION ¬ dung modern method is exemplified meter.
In den Figuren werden für gleiche oder vergleichbare Gegenstände der Übersicht halber dieselben Bezugszeichen verwendet . In the figures, the same reference numerals are used for the same or comparable items for the sake of clarity.
Die Pumpaktion des Herzens eines menschlichen oder tierischen Körpers manifestiert sich in einer Pulswelle, die beispiels¬ weise in Form eines Photoplethysmogramms bzw. eines Pho¬ toplethysmogrammsignals - nachfolgend kurz PPG-Signal oder PPG(t) genannt - gemessen werden kann. Unter Berücksichtigung der physiologischen Eigenschaften des Gefäßsystems besteht eine an der Peripherie messbare Pulswelle allerdings aufgrund der Verzweigungen der Arterien zusätzlich aus einer Überlage-
rung von reflektierten Wellen, die immer dann entstehen, wenn der Adernquerschnitt sich deutlich ändert. The pumping action of the heart of a human or animal body manifests itself in a pulse wave ¬ example, in the form of a photoplethysmogram or a Pho ¬ toplethysmogrammsignals - briefly below PPG signal or PPG (t) referred to - can be measured. Taking into account the physiological properties of the vascular system, however, a pulse wave which can be measured at the periphery also has a superposition due to the branching of the arteries. reflected waves, which always occur when the wire cross section changes significantly.
Des Weiteren sorgen die Strömungseigenschaften innerhalb der Arterien für eine Dämpfung höherfrequenter Wellenanteile besonders an peripheren Körperteilen wie dem Finger. Zusätzlich ändern sich die Eigenschaften des Gefäßsystems ständig. So reguliert der Körper die Vasokonstriktion der glatten Muskulatur, um beispielsweise den Blutdruck den Belastungsbedin- gungen anzupassen. Furthermore, the flow properties within the arteries provide for a damping of higher-frequency wave components, especially on peripheral parts of the body such as the finger. In addition, the properties of the vascular system are constantly changing. For example, the body regulates smooth muscle vasoconstriction, for example to adjust blood pressure to the stress conditions.
Dennoch kann das Gefäßsystem für einen kurzen Zeitraum als stationär angesehen werden. In diesem Moment wirkt das Gefäßsystem wie ein Filter, das die Drucksignale der Herzkontrak- tionen auf dem Weg zum Messgerät filtert. Etwaige Störungen, die ihren Ursprung beispielsweise in der Bewegung haben und sich mit dem Messsignal überlagern, werden ebenfalls vom Ort der Einwirkung bis hin zum Finger durch das Gefäßsystem gefiltert . Nevertheless, the vascular system can be considered stationary for a short period of time. At that moment, the vascular system acts like a filter that filters the pressure signals of the heart contrac- tions on the way to the meter. Any disturbances that originate, for example, in motion and interfere with the measurement signal are also filtered from the site of action to the finger through the vascular system.
Ausgehend von diesen Überlegungen wird nachfolgend beispiel¬ haft ein Verfahren erläutert, das auf der konvolutiven "Inde- pendent Component" Analyse (ICA, "Independent Component" = unabhängige Komponenten) basiert und es ermöglicht, die Starting from these considerations, for example ¬ way will be explained below a process which on the convolutive "Independent Component" analysis (ICA, "Independent Component" = independent components) based and allows the
Quellsignale als solche und damit die SauerstoffSättigung aufgrund statistischer Eigenschaften zu ermitteln. Source signals as such and thus to determine the oxygen saturation due to statistical properties.
Das nachfolgend beispielhaft beschriebene Verfahren verwendet die konvolutive ICA zur Bestimmung der SauerstoffSättigung und zur Rekonstruktion des PPG-Signals. The method exemplified below uses the convolutive ICA to determine oxygen saturation and to reconstruct the PPG signal.
Im Folgenden wird zunächst die bei dem Verfahren einsetzbare Methode der "Blinden Quellentrennung" vorgestellt. Dabei wer-
den die Mischungsmodelle sowie beispielhaft ein Verfahren zur Trennung von Signalen basierend auf der Statistik zweiter Ordnung erläutert. In vielen Bereichen der multikanaligen biomedizinischen Signalerfassung stellt sich das Problem, dass die gemessenen Signale eigentlich eine Überlagerung einzelner Quellsignale darstellen. Verfahren der "Blinden Quellentrennung" ermöglichen es, die gewünschten Quellen aus den gemessenen Signalen zu rekonstruieren. Der Vorteil liegt darin, dass nur sehr wenig Vorwissen über die Quellen selbst und deren Mischung erforderlich ist. Eine Einschränkung für die Trennbarkeit stellt die statistische Unabhängigkeit der Quellsignale dar, die allerdings oft physikalisch gut begründbar ist. Algorith- men, die auf diesen statistisch unabhängigen Komponenten beruhen, werden daher auch ICA genannt (vgl. Druckschriften In the following, the method of "blind source separation" which can be used in the method will first be presented. Here advertising the mixing models and exemplified a method for the separation of signals based on the statistics of second order. In many areas of multichannel biomedical signal acquisition, the problem arises that the measured signals actually represent a superposition of individual source signals. Methods of "blind source separation" make it possible to reconstruct the desired sources from the measured signals. The advantage is that very little prior knowledge of the sources themselves and their mixture is required. A limitation for the separability represents the statistical independence of the source signals, which, however, is often well-founded physically. Algorithms based on these statistically independent components are therefore also called ICA (cf.
[Köh05] [HKO01] in der separaten Literaturliste). [Köh05] [HKO01] in the separate bibliography).
Das einfachste Modell für eine Quellsignalvermischung stellt die instantane lineare Überlagerung dar (vgl. DruckschriftThe simplest model for source signal mixing represents the instantaneous linear superposition (cf.
[Bau05] in der separaten Literaturliste). Dabei wird jeweils eine Linearkombination der Quellsignale messtechnisch er- fasst. Diese Augenblickswerte beschränken die Koeffizienten der Mischung auf skalare Faktoren. [Bau05] in the separate list of references). In each case, a linear combination of the source signals is detected metrologically. These instantaneous values limit the coefficients of the mixture to scalar factors.
In Figur 1 ist ein Modell für die instantane Mischung und Entmischung zweier Quell- und Sensorsignale dargestellt. Die Überlagerung lässt sich mathematisch wie folgt formulieren: FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals. The overlay can be formulated mathematically as follows:
Dabei stellen die Si(t) die Quellsignale, die ay die Mi¬ schungskoeffizienten und die xi die Sensorsignale dar. Eine kompakte Darstellung liefert die Matrixschreibweise:
In this case, provide the Si (t) is the source signals ay the Mi ¬ research coefficients and x i is the sensor signals is a compact representation provides the matrix notation.:
Das Separationsproblem lässt sich durch Anwendung der inver sen Matrix W = A-1 lösen, sobald A vollen Rang hat. Die entmischten Signale y(t) ergeben sich dann zu:
The separation problem can be solved by applying the inverse matrix W = A -1 , as soon as A has a full rank. The demixed signals y (t) then result in:
Ist die Mischungsmatrix exakt bestimmbar, sind die Quellsig nale wie in Gleichung 1.5 ersichtlich ideal rekonstruierbar Dabei ist I die Einheitsmatrix.
Etablierte ICA-Verfahren beruhen auf unterschiedlichen Kriterien der statistischen Unabhängigkeit. Dabei werden zwei Zu¬ fallsvariablen genau dann als statistisch unabhängig bezeichnet, wenn ihre Verbundverteilungsdichte gleich dem Produkt der Randdichteverteilungen ist. Es gilt also: If the mixture matrix can be determined exactly, the source signals can be ideally reconstructed as shown in Equation 1.5 where I is the unit matrix. Established ICA procedures are based on different criteria of statistical independence. Here are two case variable if and only referred to ¬ statistically independent if their composite probability density is equal to the product of the marginal density distributions. It therefore applies:
ICA-Verfahren werten daher lediglich statistische Eigenschaften der Signale aus, wodurch sich einige Einschränkungen bei der Rekonstruktion der Quellsignale ergeben. Da jede Permutation P sowie Skalierung D der Ausgangssignale jeweils wieder statistisch unabhängige Signale liefert, können sie auch nur bis auf diese Unsicherheiten genau bestimmt werden (vgl. ICA methods therefore only evaluate statistical properties of the signals, which results in some limitations in the reconstruction of the source signals. Since each permutation P and the scaling D of the output signals in each case again provides statistically independent signals, they can only be determined exactly to these uncertainties (cf.
Druckschrift [Bau05]):
Reference [Bau05]):
Gegenüber dem Modell der instantanen linearen Überlagerung entstehen beim Modell der konvolutiven Mischung die gemessenen Signale aus einer Überlagerung gefilterter Quellsignale. Mit hiji) als Impulsantworten der Mischungsfilter ergeben sich die Sensorsignale zu: In contrast to the model of instantaneous linear superposition, in the model of the convolutive mixture the measured signals arise from a superimposition of filtered source signals. With hiji) as impulse responses of the mixing filters, the sensor signals result in:
In Matrixschreibweise enthält A daher nicht mehr skalare Wer¬ te, sondern Impulsantworten der Mischungsfilter:
In matrix notation, therefore, A no longer contains scalar values but impulse responses of the mixture filters:
Figur 2 zeigt ein konvolutives Mischungs- und Entmischung dell mit den jeweiligen Impulsantworten hy(t) und wy(t) .
Formuliert man die Mischung im Frequenzbereich, so lässt sich die Faltung in Gleichung 1.8 und 1.9 in eine Multiplikation überführen : FIG. 2 shows a convoluted mixing and demixing dell with the respective impulse responses hy (t) and wy (t). If the mixture is formulated in the frequency domain, then the convolution in equations 1.8 and 1.9 can be converted into a multiplication:
Die Matrixform hat folgende Gestalt:
The matrix form has the following form:
Diese Vorgehensweise wird durch Anwendung der Kurzzeit- Fouriertransformation STFT möglich (vgl. Druckschrift [OSB04] in der beigefügten Literaturliste) . Es entsteht in jedem Fre¬ quenzband ein komplexwertiges , instantanes Mischungsproblem, das sich mit beliebigen Methoden der instantanen ICA lösen lässt. Diese müssen dazu lediglich auf komplexwertige Signale erweitert werden. This procedure is made possible by using the short-time Fourier transform STFT (see reference [OSB04] in the attached literature list). The result in each Fri ¬ quenzband a complex, an instantaneous mixing problem that can be solved by any method of instantaneous ICA. These only have to be extended to complex-valued signals.
Da das Mischungsproblem in jedem Frequenzband unabhängig ge- löst wird, können einige Frequenzbänder in ihrer Reihenfolge vertauscht sein, wodurch eine Permutationskorrektur notwendig wird. Um schließlich die Zeitsignale zu rekonstruieren, erfolgt die inverse Kurzzeit-Fouriertransformation vorzugsweise gemäß der Druckschrift [OSB04] der beigefügten Literaturlis- te . Since the mixing problem is solved independently in each frequency band, some frequency bands may be reversed in order, necessitating a permutation correction. Finally, in order to reconstruct the time signals, the inverse short-time Fourier transformation is preferably carried out in accordance with the publication [OSB04] of the attached literature list.
Für die Lösung des Mischungsproblems gibt es eine Reihe von etablierten Algorithmen, die sich mit der Analyse der statistischen Unabhängigkeit beschäftigen. Sie beruhen auf unter-
schiedlichen Kriterien und stützen sich vor allem auf statistische Kenngrößen. Besitzen die Quellsignale außerdem eine zeitliche Struktur, ist es sinnvoll, auch Korrelationen zwischen zeitlich versetzten Signalen zur Berechnung der Entmi- schungsmatrix auszunutzen (vgl. Druckschrift [Köh05] der beigefügten Literaturliste) . There are a number of established algorithms for solving the problem of mixing that deal with statistical independence analysis. They are based on different criteria and are based mainly on statistical parameters. In addition, if the source signals have a temporal structure, it makes sense to also use correlations between signals offset in time to calculate the demixing matrix (see the publication [Köh05] of the enclosed list of references).
Für die Artefaktunterdrückung in PPG-Signalen kann ein derartiges Verfahren basierend auf der Statistik zweiter Ordnung eingesetzt werden, da das Pulswellensignal eine große Selbst¬ ähnlichkeit und Periodizität aufweist. For the artifact suppression in PPG signals, such a method based on the second-order statistics can be used, since the pulse wave signal has a high self ¬ similarity and periodicity.
Zum besseren Verständnis wird im Folgenden zunächst ein Verfahren mit instantaner Mischung erläutert; anschließend wird auf komplexwertige Signale erweitert, wodurch auch konvoluti- ve Mischungen trennbar sind. For a better understanding, an instantaneous mixture method will first be explained below; then it is extended to complex-valued signals, whereby even convoluted mixtures can be separated.
Bei vielen ICA-Algorithmen wird als Vorverarbeitung das sogenannte "Sphering" bzw. "Prewhitening" ("Vorweißen") einge- setzt. Es dient der Dekorrelation und der Normierung der Varianzen der Sensorsignale auf eins. Dazu werden die Sensor¬ signale mit einer geeigneten Spheringmatrix M so transformiert, dass die geweißten Signale xs schließlich dekorreliert sind und auch ihre Kovarianzmatrix Cxs diagonal ist.
In many ICA algorithms, the so-called "Sphering" or "Prewhitening" is used as preprocessing. It serves to decorrelate and normalize the variances of the sensor signals to one. For this, the sensor signals ¬ with a suitable Spheringmatrix M are transformed so that the whitened signals x s are finally decorrelated CXS and their covariance matrix is diagonal.
Die Spheringmatrix M lässt sich durch eine EigenwertZerlegung der Kovarianzmatrix Cx = E[xxT~\ der mittelwertfreien Signale x errechnen:
The sphering matrix M can be calculated by an eigenvalue decomposition of the covariance matrix Cx = E [xx T ~ ] of the mean-free signals x:
Wenn V die orthogonale Matrix der Eigenvektoren und Λ die Diagonalmatrix mit den zugehörigen Eigenwerten von Cx ist, ist die Spheringmatirx M als Inverse der Matrixwurzel von Cx ge¬ geben :
If V is the orthogonal matrix of the eigenvectors and Λ is the diagonal matrix with the corresponding eigenvalues of Cx Spheringmatirx M is passed as inverse of the matrix root of Cx ge ¬:
Die Kovarianz der transformierten Signale Xs besitzen dann die Struktur einer Einheitsmatrix:
The covariance of the transformed signals Xs then have the structure of a unit matrix:
Durch das Prewhitening ist auch sichergestellt, dass die von der nachfolgenden ICA-Stufe zu findende Matrix O orthogonal ist, da gilt:
Prewhitening also ensures that the matrix O to be found by the subsequent ICA stage is orthogonal, since:
Per Definition sind die Quellsignale s1 (t) und s2 (t) statis¬ tisch unabhängig, wodurch zusammen mit der Normierung der Varianzen auf eins auch die Kovarianzmatrix der Quellsignale eine Einheitsmatrix ist
und folglich auch
gelten muss. So sind ebenfalls die Mischungs- bzw. Entmi¬ schungsmatrix der transformierten Daten orthogonal und die Suche nach der Entmischungsmatrix vereinfacht sich erheblich (vgl. Druckschrift [HKO01] der Literaturliste). By definition, the source signals s1 (t) and s2 (t) statistically independent ¬ table, which is a unit matrix, together with the normalization of the variances on one of the covariance matrix of the source signals and consequently too must apply. Thus, the mixing or Entmi ¬ research matrix of the transformed data are also orthogonal, and the search for the Entmischungsmatrix is considerably simplified (see FIG. Reference [HKO01] of bibliography).
Besitzen die Quellsignale eine zeitliche Struktur, ist es sinnvoll, auch Korrelationen zwischen zeitlich versetzten Signalen für die Entmischung einzusetzen. Vorzugsweise wird die Unkorreliertheit der Quellsignale s zu Grunde gelegt, wo¬ durch deren Kreuzkorrelation für beliebige Zeitverschiebungen τ verschwindet:
If the source signals have a temporal structure, it makes sense to also use correlations between time-shifted signals for demixing. Preferably, the uncorrelation of the source signals s is taken as a basis, where ¬ disappears due to their cross-correlation for arbitrary time shifts τ:
Auch kann eine spektrale Färbung der jeweiligen Signale, also eine Selbstähnlichkeit, ausgenutzt werden:
Also, a spectral coloring of the respective signals, ie a self-similarity, can be exploited:
Dadurch ergibt sich, dass die Kovarianzmatrizen Cx(t,r) zu den Zeitpunkten τ diagonal werden:
As a result, the covariance matrices Cx (t, r) become diagonal at the times τ:
Zusammen mit dem Modell der instantanen Mischung aus Gleichung 1.3 bedeutet dies für die Sensorsignale, dass ein Satz
von Kovarianzmatrizen Cx(t,r) existiert, für die alle A(t, τ) diagonal sind:
Together with the model of the instantaneous mixture of Equation 1.3, this means for the sensor signals that one set of covariance matrices Cx (t, r) for which all A (t, τ) are diagonal:
Da die Leistungsfähigkeit dieser Methode von der Auswahl von geeigneten Werten von τ abhängt, ist es sinnvoll, direkt ei¬ nen ganzen Satz von Kovarianzmatrizen auszuwerten. Außerdem lässt sich das Problem durch Prewhitening auf die Suche im Raum orthogonaler Matrizen eingrenzen (vgl. Druckschrift As the efficiency of this method depends on the selection of appropriate values of τ, it is useful to evaluate directly ei ¬ nen whole set of covariance matrices. In addition, the problem can be limited to the search in the space of orthogonal matrices by means of prewriting (cf.
[Köh05]) . Es muss eine orthogonale Matrix O gefunden werden, die den Satz an Kovarianzmatrizen
für alle betrachteten Zeitpunkte wie folgt diagonalisiert (vgl. Druckschrift [Bau05]):
[Köh05]). An orthogonal matrix O has to be found that contains the set of covariance matrices diagonalized for all considered times as follows (see reference [Bau05]):
Dazu kann ein Verbunddiagonalisierungsalgorithmus basierend auf einem Jakobi-Verfahren eingesetzt werden. Die Methode der Verbunddiagonalisierung eines Satzes von zeitverzögerten Kovarianzmatrizen wird auch als "Second order Blind Identifica¬ tion" (SOBI, "Blinde Identifikation zweiter Ordnung") bezeichnet (vgl. Druckschrift [BAMCM97 ] ) . For this purpose, a composite diagonalization algorithm based on a Jakobi method can be used. The method of Verbunddiagonalisierung a set of time-delayed covariance matrices is also called "Second order Blind Identifica ¬ tion" (SOBI, "second-order blind identification") referred (see. Document [BAMCM97]).
Das Ziel, den kompletten Satz von zeitverzögerten Kovarianzmatrizen ideal zu diagonalisieren, ist mit realen Daten jedoch fast nie zu erreichen. Dennoch lässt sich eine Kosten-
funktion J (O) definieren, die durch eine Minimierung eine gute Annäherung liefert (vgl. Druckschrift [HKO01]):
However, the goal of ideally diagonalizing the entire set of time-delayed covariance matrices is almost impossible to achieve with real data. Nevertheless, a cost define function J (O), which provides a good approximation by minimizing (see reference [HKO01]):
Die Kostenfunktion J (O) addiert alle nicht-diagonalen Elemente ( off -Operator) des Satzes S von Kovarianzmatrizen auf und wird bei optimaler Wahl der Orthogonalmatrix O minimal, wodurch auch die Mischungsmatrix gut approximiert wird. The cost function J (O) adds up all the non-diagonal elements (off-operator) of the set S of covariance matrices and becomes minimal with optimal choice of the orthogonal matrix O, whereby the mixture matrix is also well approximated.
Wie bereits erläutert, kann die Lösung eines konvolutiven Mi¬ schungsproblems durch Anwendung der STFT auf ein instantanes komplexwertiges ICA- Problem zurückgeführt werden. Das SOBI- Verfahren lässt sich dann analog zu Gleichung 1.25 für kom- plexwertige Signale formulieren:
As already explained, the solution of a convolutive Mi ¬ research problems through application of the STFT can be attributed to a complex-valued an instantaneous ICA problem. The SOBI method can then be formulated analogously to equation 1.25 for complex-valued signals:
Auch hier kann wieder eine Verbunddiagonalisierung eingesetzt werden, die Werte der nichtdiagonalen Matrixeinträge für einen Satz von Kovarianzmatrizen gemeinsam minimiert. Again, compound diagonalization can be used to minimize the values of the non-diagonal matrix entries for a set of covariance matrices.
Löst man ein konvolutives Mischungsproblem mittels eines kom- plexwertigen instantanen Verfahrens wie SOBI, liegen die ermittelten unabhängigen Quellsignale pro Frequenzband ungeord¬ net vor (siehe Gleichung 1.7) . Daher ist eine Permutations¬ korrektur notwendig, die die Paare ungeordneter Signale in eine konsistente Reihenfolge bringt. Solving a convoluted mixing problem by means of a complex-valued instantaneous method such as SOBI, the determined independent source signals per frequency band are ungeord ¬ net before (see equation 1.7). Therefore, a permutation ¬ correction is necessary, which brings the pairs of disordered signals in a consistent order.
Für die Permutationskorrektur sind Verfahren etabliert, die Ähnlichkeitsmaße zwischen den permutierten Frequenzbändern
oder die Konsistenz der Entmischungsfilter auswerten. Beispielsweise kann ein korrelationsbasiertes Verfahren nach Rahbar und Reilly eingesetzt werden (vgl. Druckschrift For the permutation correction methods are established, the similarity measures between the permuted frequency bands or evaluate the consistency of the segregation filter. For example, a correlation-based method according to Rahbar and Reilly can be used (cf.
[RR05] ) . [RR05]).
Ausgangspunkt der Permutationskorrektur sind n durch die ICA entmischte Signale pro Frequenzband in Abhängigkeit der Fen¬ sterverschiebung τ , die zusammengefasst als Yn(w,r) darge¬ stellt werden. The starting point of Permutationskorrektur n by the ICA unmixed signals per frequency band depending on the τ Fen ¬ sterverschiebung which collectively Yn (w, r) is to be Darge ¬.
Ein Frequenzband wt wird als Referenz verwendet, um ein zweites Band wj möglichst korrekt zu permutieren. Dazu werden normierte Korrelationen aller möglichen Paare von g-tem
A frequency band wt is used as a reference to permute a second band wj as correctly as possible. These are normalized correlations of all possible pairs of g-tem
Signal des Bandes k und p-tem Signale des Bandes j wie folgt errechnet : Signal of band k and p-tem signals of band j calculated as follows:
Anschließend wird für alle möglichen Permutationen P die Sum- me der normierte Korrelationen der beteiligten Signal
Subsequently, for all possible permutations P, the sum of the normalized correlations of the signals involved
paare q und p errechnet. Ist dieses Ähnlichkeitsmaß maximal, ist die beste Permutation gefunden. pairs q and p are calculated. If this similarity measure is maximal, the best permutation is found.
Die Figur 3 zeigt ein Ausführungsbeispiel für ein Messgerät 10, das zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil 20 fließenden Blutes geeignet ist sowie ein PPG-Signal bilden kann. Das Messgerät 10 wendet eine konvolutive ICA an, die statistische Eigenschaften zur Trennung der Quellsignale auswertet und die kurzzeitige Stationarität des Gefäßsystems ausnutzt.
Das Messgerät 10 umfasst eine Sendeeinrichtung 30 mit zwei Leuchtdioden 40 und 50 zum Erzeugen elektromagnetischer FIG. 3 shows an exemplary embodiment of a measuring device 10 which is suitable for measuring the oxygen saturation of the blood flowing in a peripheral human or animal body part 20 and can form a PPG signal. The meter 10 employs a convolutive ICA that evaluates statistical properties for separation of the source signals and utilizes the transient stationarity of the vasculature. The measuring device 10 comprises a transmitting device 30 with two light emitting diodes 40 and 50 for generating electromagnetic
Strahlung ql ' (t) und q2 ' (t) mit einer ersten und einer zwei- ten Wellenlänge; die beiden Wellenlängen sind unterschied¬ lich. Beispielsweise handelt es sich bei der Strahlung ql ' (t) um rotes Licht und bei der Strahlung q2 ' (t) um infrarotes Licht. Die beiden Leuchtdioden 40 und 50 werden beispielswei¬ se in einem zeitlichen Multiplexverfahren betrieben. Radiation ql '(t) and q2' (t) having a first and a second wavelength; the two wavelengths are different ¬ Lich. For example, the radiation ql '(t) is red light and the radiation q2' (t) is infrared light. The two light emitting diodes 40 and 50 are operated beispielswei ¬ se in a time division multiplex method.
Mit einer einen Fotodetektor 55 aufweisenden Empfangseinrichtung 60 des Messgeräts 10 wird die durch den peripheren Körperteil 20 hindurchgestrahlte, transmittierte Strahlung xl ' (t) bzw. x2 ' (t) unter Bildung zweier Messsignale xl (t) und x2 (t) gemessen. Die zwei Messsignale xl (t) und x2 (t) gelangen zu einer Auswerteinrichtung 70 des Messgeräts 10. Die Aus¬ werteinrichtung 70 wertet die zwei Messsignale aus und misst die SauerstoffSättigung des Blutes unter Bildung eines SauerstoffSättigungswerts Sp02. Außerdem bildet sie ein PPG-Signal PPG (t) . With a photodetector 55 having receiving means 60 of the measuring device 10, the transmitted through the peripheral body part 20, transmitted radiation xl '(t) or x2' (t) to form two measurement signals xl (t) and x2 (t) measured. The two measurement signals xl (t) and x2 (t) reach an evaluation device 70 of the measuring device 10. The value from ¬ device 70 evaluates the two measurement signals and measures the oxygen saturation of the blood oxygen saturation value to form a Sp02. In addition, it forms a PPG signal PPG (t).
In dem PPG-Signal PPG(t) spiegelt sich die Überlagerung ver¬ schiedener peripher und herzwärts laufender Druckwellen wieder, die sich beispielsweise in der Doppelgipflichkeit des am Finger gemessenen Signals äußert. Hier kommt es zu einer stark positiven Superposition der peripher laufenden Welle mit einer an den präkapillaren Widerstandsgefäßen des Bauches reflektierten Welle. Hochfrequente Anteile in der vom Herz ausgehende Druckwelle werden aufgrund der Elastizität der Blutgefäße und den damit einhergehenden Strömungseigenschaf¬ ten gedämpft.
Eine derartige Überlagerung kann als konvolutive Mischung aufgefasst werden; das entsprechende Modell ist in der Figur 2 dargestellt. Das Nutzquellsignal si(t) entspricht der The PPG signal PPG (t) reflects the superposition of various peripheral and cardiac pressure waves, which manifests itself, for example, in the double sensitivity of the signal measured on the finger. Here, there is a strong positive superposition of the peripheral wave with a reflected wave on the precapillary resistance vessels of the abdomen. High-frequency components in the pressure wave originating from the heart are damped due to the elasticity of the blood vessels and the associated flow properties . Such an overlay can be understood as a convolutive mixture; the corresponding model is shown in FIG. The useful source signal si (t) corresponds to the
Druckwelle ausgehend von der Pumpaktion des Herzens, während Bewegungsartefakte durch das zweite Störquellsignal S2 (t) hervorgerufen werden. Reflexionen und Dämpfungen der höheren Frequenzanteile werden in diesem Modell als Filterung mit denPressure wave from the pumping action of the heart, while motion artifacts are caused by the second Störquellsignal S2 (t). Reflections and attenuations of the higher frequency components are used in this model as filtering with the
Impulsantworten hn(t) und I21 ( t) für die Druckwelle sowie h12 (t) und h22( ) für Artefakte implementiert. Daher lässt sich die konvolutive ICA gut für die Trennung dieser beiden Signalanteile einsetzen. Impulse responses hn (t) and I21 (t) for the pressure wave as well as h 12 (t) and h 22 () for artifacts implemented. Therefore, the convolutive ICA can be used well for the separation of these two signal components.
Allerdings können die Eigenschaften des Gefäßsystems nur kurzzeitig als stationär angesehen werden, da die Regulation des Herz-Kreislauf-Systems ständig die Gefäßweite und Elasti¬ zität adaptiert. Die Auswerteinrichtung 70 zerlegt daher das kontinuierliche Signal vorzugsweise in kürzere Abschnitte, für die jeweils die statistisch unabhängigen Komponenten bestimmt werden. Das Optimum zwischen gutem Trennvermögen und Stationarität ist hier ein Intervall von vorzugsweise zwi¬ schen 5 und 15 Sekunden, beispielsweise circa 10 Sekunden (z. B. 10,24 s) . Die zeitliche Aufspaltung erfolgt vorzugsweise mittels der gefensterten Overlap-Add-Zerlegung (vgl. Druckschrift [PM07]) in Blöcke mit der Länge von beispielsweise n = 512 und einer Überlappung von beispielsweise noveriap = 256However, the properties of the vascular system can be seen only briefly as stationary as the regulation of the cardiovascular system constantly adapts the vessel width and Elasti ¬ capacity. The evaluation device 70 therefore preferably divides the continuous signal into shorter sections, for each of which the statistically independent components are determined. The optimum between good releasability and stationarity is here an interval of preferably Zvi ¬ rule 5 and 15 seconds, for example about 10 seconds (z. B. 10.24 s). The temporal splitting preferably takes place by means of the windowed overlap-add decomposition (cf., reference [PM07]) into blocks having the length of, for example, n = 512 and an overlap of, for example, noveriap = 256
Abtastwerten. Als Fensterfunktion wird vorzugsweise ein Bart- lett-Fenster zum Einsatz kommen. Samples. As a window function, a barbell window will preferably be used.
Da PPG-Signale eine ausgeprägte Periodizität und Selbstähn- lichkeit besitzen, werden diese Eigenschaften bei der Auswahl eines geeigneten ICA-Verfahrens bevorzugt besonders berück¬ sichtigt. Die Auswerteinrichtung 70 wird daher vorzugsweise
den SOBI-Algorithmus verwenden, da dieser explizit diese Selbstähnlichkeit ausnutzt, um die unabhängigen Quellen zu entmischen. Da die konvolutive ICA im Frequenzbereich ausgeführt wird, werden die Zeitsignale mittels eines STFT- Verfahrens (STFT: Kurzzeit-Fourier-Transformation) zu Blöcken von beispielsweise je UFFT = 32 Abtastwerten mit einer Überlappung von beispielsweise noveriap p = 24 Abtastwerten in beispielsweise 17 Frequenzbänder aufgeteilt. Ein von der Auswerteinrichtung 70 durchgeführter Prewhite- ning-Schritt dekorreliert vorzugsweise die Sensorsignale und normiert die Varianzen auf beispielsweise eins, wodurch die Suche nach der Mischungsmatrix im SOBI-Verfahren auf orthogonale Matrizen beschränkt und damit vereinfacht wird. Insge- samt werden durch die Verbunddiagonalisierung beispielsweise 50 zeitverschobene Kovarianzmatrizen diagonalisiert , wodurch eine adäquate Leistungsfähigkeit des Verfahrens bei der Be¬ stimmung der Mischungsmatrix A erreicht wird. Aus der mittels ICA bestimmten Mischungsmatrix A lässt sich von der Auswerteinrichtung 70 aufgrund der Orthogonalität auch einfach die Entmischungsmatrix W errechnen. Nach der Entmischung liegen die Paare von unabhängigen Quellsignalen in jedem Frequenzband ungeordnet vor, wodurch eine Permutati- onskorrektur notwendig ist. Hier kommt ein Verfahren basierend auf der Korrelation zum Einsatz. Eine Bestimmung der bestmöglichen Permutation P der Quellsignale ermöglicht schließlich auch die Korrektur der ermittelten Mischungs- und Entmischungsmatrix zu Af und Wf , wodurch eine Rekonstruktion des Zeitsignals per ISTFT (ISTFT: inverse Kurzzeit-Fourier- Transformation) möglich wird.
Für jeden bearbeiteten Block von beispielsweise 512 Abtastwerten liegen die beiden rekonstruierten Zeitsignale jedoch wiederum ungeordnet vor. Zu diesem Zeitpunkt ist es also nicht eindeutig, bei welchem der entmischten Signale es sich um ein PPG oder eine Artefaktquelle handelt. Als probates Mittel zur Festlegung der Reihenfolge hat sich in Versuchen das Maß der Entropie H (X) herausgestellt: Since PPG signals have a strong periodicity friendliness and Selbstähn-, these properties are in the selection of an appropriate ICA method preferred particularly taken into ¬ consideration. The evaluation device 70 is therefore preferred use the SOBI algorithm, as this explicitly exploits this self-similarity to separate the independent sources. Since the convolutive ICA is performed in the frequency domain, the time signals are divided into blocks of, for example, UFFT = 32 samples each with an overlap of, for example, noveriap p = 24 samples into, for example, 17 frequency bands using an STFT (STFT: Short-time Fourier Transform) method , A prewhiteching step performed by the evaluation device 70 preferably decorrelates the sensor signals and normalizes the variances to, for example, one, whereby the search for the mixing matrix in the SOBI method is restricted to orthogonal matrices and thus simplified. Overall, for example, 50 time-shifted covariance matrices are diagonalized by Verbunddiagonalisierung, whereby an adequate performance of the process at the loading ¬ humor of the mixing matrix A is achieved. Based on the orthogonality, it is also possible to simply calculate the demixing matrix W from the evaluation matrix 70 determined by ICA. After demixing, the pairs of independent source signals in each frequency band are disordered, requiring permutation correction. Here is a method based on the correlation used. Finally, a determination of the best possible permutation P of the source signals also makes it possible to correct the determined mixing and demixing matrix to Af and Wf, whereby a reconstruction of the time signal by ISTFT (ISTFT: inverse short-time Fourier transformation) becomes possible. However, for each processed block of, for example, 512 samples, the two reconstructed time signals are again in disorder. At this time, it is not clear which of the unmixed signals is a PPG or an artifact source. The measure of the entropy H (X) has proved to be an effective means of determining the order in experiments:
Dabei besitzt das PPG-Signal gegenüber dem Störsignal eine höhere Entropie, wodurch eine eindeutige Zuordnung möglich wird. Die kontinuierlichen Quellsignale werden in der Auswerteinrichtung 70 anschließend mittels Overlap-Add-Synthese rekonstruiert . In this case, the PPG signal has a higher entropy compared to the interference signal, whereby a clear assignment is possible. The continuous source signals are subsequently reconstructed in the evaluation device 70 by means of overlap-add synthesis.
Im konvolutiven Mischungsmodell entsprechen die mit dem Mess System ermittelten gestörten Signale bei Formulierung im Fre quenzbereich für die rote und infrarote Wellenlänge den Sig¬ nale beziehungsweise (Gleichungen 1.31 und
In the convolutive mixture model calculated with the measuring system disturbed signals when formulated in the frequency corresponding to frequency range for the red and infrared wavelength to Sig nal ¬ respectively (Equations 1.31 and
1.32) . 1.32).
Ist im Mischungsmodell das originale PPG-Signal, so
Is in the mixing model the original PPG signal, so
stellt entweder die Artefaktquelle oder ohne Bewegung
either sets the artifact source or without movement
einen Rauschprozess dar. H11(w) umfasst also für jedes Fre¬ quenzband einen komplexwertigen Faktor, der ein Maß für den
Anteil des PPG-Quellsignals im gemessenen roten Signal
Thus, for each Fre ¬ quenzband a noise process represents. H11 (w) comprises a complex-valued factor determining the a measure of Proportion of the PPG source signal in the measured red signal
Xi(w,T) darstellt, während H2i(w) den komplexwertigen Faktor für den Anteil im infraroten Signal quantifiziert.Xi (w, T), while H 2 i (w) quantifies the complex factor for the fraction in the infrared signal.
Grundsätzlich wird bei der Berechnung der SauerstoffSättigung das Verhältnis R, also der Quotient der normierten Intensitä¬ ten für beide Wellenlängen ausgewertet. In den Intensitäts¬ signalen sollten allerdings nur Signalanteile enthalten sein, die von der Pulsation der Arterie hervorgerufen sind. Im hier angenommenen konvolutiven Mischungsmodell liegt dieses Ver¬ hältnis separat für jedes Frequenzband durch die Koeffizien¬ ten des Mischungsfilters Hn(w) und H2i (w) vor. Zur Erhöhung der Robustheit wird daher von der Auswerteinrichtung 70 vorzugsweise eine RMS-Mittelung über den Betrag der Koeffizien- ten zur Bestimmung von R genutzt: Basically, the ratio R, ie the ratio of the normalized intensity with ¬ th is evaluated for both wavelengths in the calculation of oxygen saturation. In the intensity ¬ signals, however, only signal components should be included, which are caused by the pulsation of the artery. In the assumed here convolutive mixture model of this Ver ¬ ratio is separate for each frequency band by the Koeffizien ¬ th filter of the mixture H n (w) and H 2 i (w) before. In order to increase the robustness, the evaluation device 70 preferably uses RMS averaging over the amount of the coefficients to determine R:
Als Bestimmungsformel für die SauerstoffSättigung wird vor- zugsweise folgende Gleichung mit linearer Extrapolation unterhalb von 70% herangezogen: As the oxygen saturation determination formula, the following equation with linear extrapolation below 70% is preferably used:
Im Zusammenhang mit den Figuren wurde das Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung beispielhaft für den Fall beschrieben, dass elektromagnetische Strahlung durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird und die transmit-
tierte Strahlung gemessen und ausgewertet wird. Alternativ oder zusätzlich kann die reflektierte Strahlung gemessen und ausgewertet werden.
In the context of the figures, the method for measuring the oxygen saturation has been described by way of example in the case where electromagnetic radiation is transmitted through the peripheral part of the body and the transmit- measured radiation is measured and evaluated. Alternatively or additionally, the reflected radiation can be measured and evaluated.
Literaturverzeichnis bibliography
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Bezugs zeichenliste Method for Blind Source Separation of Convolutive Audio Mixtures. In: IEEE Transactions on Speech and Audio Processing 13 (2005), No. 5, p Reference sign list
10 Messgerät 10 measuring device
20 Körperteil 20 body part
30 Sendeeinrichtung 30 transmitting device
40 Leuchtdiode 40 LED
50 Leuchtdiode 50 LED
55 Fotodetektor 55 photo detector
60 Empfangseinrichtung 60 receiving device
70 Auswerteinrichtung 70 evaluation device
PPG (t) PPG-Signal PPG (t) PPG signal
Sp02 Sauerstoffsättigungswert
Sp02 oxygen saturation value
Claims
1. Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil (20) flie- ßenden Blutes, bei dem elektromagnetische Strahlung (ql ' (t) , q2 ' (t) ) mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge in den peripheren Körperteil hineingestrahlt oder durch den periphe¬ ren Körperteil hindurchgestrahlt wird, reflektierte oder transmittierte Strahlung (xl ' (t) , x2 ' (t) ) unter Bildung zwei- er Messsignale (xl (t) , x2 (t) ) gemessen wird und durch Auswer¬ tung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet, dass A method of measuring oxygen saturation of blood flowing in a peripheral human or animal body part (20), wherein electromagnetic radiation (ql '(t), q2' (t)) having a first and a second wavelength in the peripheral into irradiated part of the body or transmitted through the periphe ¬ ren body part, reflected or transmitted radiation (xl '(t), x2' (t)) to give it two measurement signals (xl (t), x2 (t)) is measured, and by Auswer ¬ tion of the two measurement signals, the oxygen saturation of the blood is determined, characterized in that
zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell verwendet wird, bei dem eine nutzsignalbe- zogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezoge¬ ne Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein in den Messsignalen enthaltenes Nutzquellsignal und ein in den Messsignalen enthaltenes Störquellsignal berücksich¬ tigt werden, und For the evaluation of the two measurement signals, a mathematical mixture model is used in which a user-related filter function with respect to the first wavelength, a noise-related filter function related to the first wavelength, a user-related filter function with respect to the second wavelength, a störsignalbezoge ¬ ne filter function based on the second wavelength, a contained in the measurement signals Nutzquellsignal and a contained in the measurement signals are Störquellsignal into account Untitled ¬, and
auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswertever¬ fahren angewandt wird, wobei als Randbedingung die statis- tische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Stör¬ quellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer¬ teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsig- nalbezogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die Sauerstoffsätt igung des Blutes bestimmt wird. is applied, take the two measurement signals a random Auswertever ¬, whereby as boundary condition, the statistical tables independence of Nutzquellsignals and sturgeon ¬ source signal is provided and by means of and with Auswer ¬ teverfahrens the Nutzquellsignal and the two nutzsig- nalbezogenen filter functions are determined the three signals above the oxygen saturation of the blood is determined.
2. Verfahren nach Anspruch 1, 2. The method according to claim 1,
dadurch gekennzeichnet, dass zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathemati¬ sches Mischungsmodell verwendet wird: characterized in that for evaluation of the two measuring signals the following mathematical ¬ ULTRASONIC mixture model is used:
wobei h11 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h12 (t) die störsignalbezogene Fil¬ terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h21 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel- lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, s1 (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, x1 (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und x2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen. wherein h 11 (t) the nutzsignalbezogene filter function based on the first wavelength, h 12 (t) the störsignalbezogene Fil ¬ terfunktion based on the first wavelength, h 21 (t) the nutzsignalbezogene filter function based on the second wavelength, h 22 ( t) the störsignalbezogene filter function bezo ¬ gene on the second wavelength, s 1 (t) is in the measurement signal ent ¬ maintained Nutzquellsignal, s 2 (t) the Störquellsignal contained in the measurement signal x 1 (t) the measuring signal in the first wave ¬ length and x 2 (t) denotes the measurement signal at the second wavelength.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, 3. The method according to claim 1 or 2,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die SauerstoffSättigung mit den drei Signalen ermittelt wird, indem die Effektivwerte der beiden nutzsignalbezogenen Filterfunktionen zueinander unter Bildung eines Verhältniswerts ins Verhältnis gesetzt werden und mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung ermittelt wird. The oxygen saturation with the three signals is determined by the RMS values of the two Nutzsignalbezogene filter functions are set in relation to each other to form a ratio value and the ratio of the oxygen saturation is determined.
4. Verfahren nach Anspruch 3, 4. The method according to claim 3,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung gebildet wird, indem folgende Bestimmungsformel verwendet wird: with the ratio value, the oxygen saturation is formed by using the following determination formula:
wobei R den Verhältniswert, kl eine erste Konstante, k2 eine zweite Konstante, k3 eine dritte Konstante und Sp02 den Sau¬ erstoffsättigungswert bezeichnen . where R is the ratio value, a first constant kl, k2 is a second constant, a third constant k3 and Sp02 denote the Sau ¬ erstoffsättigungswert.
5. Verfahren nach Anspruch 4, 5. The method according to claim 4,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die erste Konstante in einem Bereich zwischen 0,4 und 0,6, die zweite Konstante in einem Bereich zwischen 0,3 und 0,4 und die dritte Konstante in einem Bereich zwischen 0,8 und 1 liegt . the first constant is in a range between 0.4 and 0.6, the second constant is in a range between 0.3 and 0.4, and the third constant is in a range between 0.8 and 1.
6. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, 6. The method according to any one of the preceding claims,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
zusätzlich ein Photoplethysmogrammsignal gebildet und ange¬ zeigt wird. is additionally a Photoplethysmogrammsignal formed and attached ¬ shows.
7. Verfahren nach Anspruch 6, 7. The method according to claim 6,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
- eine der nutzsignalbezogenen Filterfunktionen mit dem - One of the user-related filter functions with the
Nutzquellsignal unter Bildung eines Faltungssignals gefal¬ tet wird und Nutzquellsignal gefal ¬ tet is to form a convolution signal and
das Photoplethysmogrammsignal mit dem Faltungssignal ge¬ bildet wird. the photoplethysmogram signal is formed with the convolution signal .
8. Verfahren nach Anspruch 7, 8. The method according to claim 7,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
das Photoplethysmogrammsignal PPG(t) gebildet wird gemäß: the photoplethysmogram signal PPG (t) is formed according to:
oder or
9. Messgerät (10) zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil (20) fließenden Blutes, mit einer Sendeeinrichtung (30) zum Erzeugen elektromagnetischer Strahlung mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge, einer Empfangseinrichtung (60) zum Messen der durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlten, transmittierten Strahlung oder der von dem peripheren Körperteil reflektierten Strahlung zwecks Bildung zweier Messsignale (xl (t) , x2 (t) ) und einer Auswerteinrichtung (70) zum Aus¬ werten der zwei Messsignale und zum Bestimmen der Sauerstoff- Sättigung des Blutes, dadurch gekennzeichnet, dass 9. Measuring device (10) for measuring the oxygen saturation of in a peripheral human or animal body part (20) flowing blood, with a transmitting device (30) for generating electromagnetic radiation having a first and a second wavelength, a receiving device (60) for measuring the transmitted through the peripheral body part, transmitted radiation or the radiation reflected from the peripheral body part radiation to form two measuring signals ( xl (t), x2 (t)) and an evaluation device (70) for off ¬ values of the two measurement signals and for determining the oxygen saturation of the blood, characterized in that
die Auswerteinrichtung (70) geeignet ist: the evaluation device (70) is suitable:
zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell zu verwenden, bei dem eine nutzsignalbezo- gene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, ei¬ ne störsignalbez ogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein in den Messsignalen enthaltenes Nutzquellsignal und ein in den Messsignalen enthaltenes Störquellsignal berücksich- tigt werden, und for the evaluation of the two measurement signals, to use a mathematical mixture model in which a user-related filter function with respect to the first wavelength, ei ¬ ne störsignalbez ogene filter function based on the first wavelength, a user-related filter function bezo ¬ gen to the second wavelength, a noise-related filter function with respect to the second wavelength, a useful source signal contained in the measuring signals and a noise source signal contained in the measuring signals are taken into account, and
auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswertever¬ fahren anzuwenden, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Stör¬ quellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer- teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsig- nalbezogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird. to apply to the two measurement signals a statistical Auswertever ¬ drive, as a constraint, the statistical independence of the Nutzquellsignals and the Stör ¬ source signal is assumed and using the Auswer- teverfahrens the Nutzquellsignal and the two nutzsig- related filter functions are determined and with the three mentioned signals the oxygen saturation of the blood is determined.
10. Messgerät nach Anspruch 9, 10. Measuring device according to claim 9,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die Auswerteinrichtung (70) geeignet ist, zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathematisches Mischungsmodell zu verwenden: the evaluation device (70) is suitable for evaluating the two measurement signals the following mathematical mixture model to use:
wobei h11 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h12 (t) die störsignalbezogene Fil- terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h21 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel¬ lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, S1 (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, x1 (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und x2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen . wherein h 11 (t) the nutzsignalbezogene filter function based on the first wavelength, h 12 (t) the störsignalbezogene filter function based on the first wavelength, h 21 (t) the nutzsignalbezogene filter function based on the second Wel ¬ lenlänge, h 22 ( t) the störsignalbezogene filter function bezo ¬ gene on the second wavelength, S 1 (t) is in the measurement signal ent ¬ maintained Nutzquellsignal, s 2 (t) the Störquellsignal contained in the measurement signal x 1 (t) the measuring signal in the first wave ¬ length and x 2 (t) denotes the measurement signal at the second wavelength.
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